NL8802184A

NL8802184A - METHOD AND APPARATUS FOR CORRECTION OF SPREAD RADIATION EFFECTS IN ROENTGEN IMAGES.

Info

Publication number: NL8802184A
Application number: NL8802184A
Authority: NL
Original assignee: Philips Nv
Priority date: 1988-09-05
Filing date: 1988-09-05
Publication date: 1990-04-02
Also published as: DE68911072D1; EP0358268A1; US5270925A; EP0358268B1; DE68911072T2; JP2000102526A; JP3110026B2; JP3112455B2; JPH02108375A

Description

yy

De uitvinding heeft betrekking op een werkwijze voor correctie van strooistralingseffecten in een röntgenbeeld, waarbij een van een röntgensysteem afkomstig digitaal beeldsignaal wordt omgevormd in een beeldmatrix van intensiteitswaarden, die door convolutie van het beeldsignaal met een puntspreidingsfunctie wordt getransformeerd in een getransformeerde beeldmatrix, waarbij een strooibeeldmatrix wordt gevormd door vermenigvuldiging van ieder matrix element van de getransformeerde beeldmatrix met een weegfactor en waarbij door aftrekken van matrixelementen van de strooibeeldmatrix van overeenkomstige matrixelementen van de beeldmatrix een gecorrigeerde beeldmatrix wordt gevormd.The invention relates to a method for correction of stray radiation effects in an X-ray image, wherein a digital image signal originating from an X-ray system is converted into an image matrix of intensity values, which is transformed by convolution of the image signal with a point spread function into a transformed image matrix, wherein a scattering image matrix is formed by multiplying each matrix element of the transformed image matrix by a weighting factor and wherein a corrected image matrix is formed by subtracting matrix elements from the scattered image matrix from corresponding matrix elements of the image matrix.

De uitvinding heeft tevens betrekking op een inrichting voor correctie van strooistralingseffecten in een röntgenbeeld, omvattende een röntgenbron, een röntgendetector voor omzetting van een beelddragende röntgenbundel in een videosignaal, een analoog-digitaal omzetter met als ingangssignaal het videosignaal en als uitgangssignaal een digitaal beeldsignaal, een transformatie inrichting voor de vorming van een beeldmatrix van intensiteitswaarden uit het digitale beeldsignaal en voor transformatie van de beeldmatrix in een getransformeerde beeldmatrix door convolutie met een puntspreidingsfunctie, een geheugen inrichting voor bepaling van een, van een lokale intensiteitswaarde afhankelijke, weegfactor en een inrichting voor subtractie van de met weegfactoren gewogen getransformeerde beeldmatrix van de beeldmatrix.The invention also relates to a device for correction of stray radiation effects in an X-ray image, comprising an X-ray source, an X-ray detector for converting an image-carrying X-ray beam into a video signal, an analog-digital converter with the video signal as an input signal and a digital image signal as an output signal. transforming device for forming an image matrix of intensity values from the digital image signal and for transforming the image matrix into a transformed image matrix by convolution with a point spread function, a memory device for determining a weighting factor dependent on a local intensity value and a device for subtraction of the weighted transformed image matrix of the image matrix.

Een dergelijke werkwijze is bekend uit: Med. Phys.,Such a method is known from: Med. Phys.,

Vol.14, No. 3, May/Jun 1987, pp 330-334.Vol. 14, no. 3, May / Jun 1987, pp 330-334.

In deze publikatie wordt een werkwijze beschreven voor beeldbewerking van een röntgenbeeld door schatting van een strooistralingsveld uit een ruimtelijke intensiteitsverdeling van een verzwakte röntgenbundel. Deze werkwijze heeft tot doel om door aftrekken van een strooistralingsbeeld van de gemeten intensiteitsverdeling, uit een origineel beeld dat 'vervuild' is door een niet-beeldvoraende coponent, hetgeen zich uit als een waas over het beeld, een gecorrigeerd beeld met een verhoogd contrast te reconstrueren. Bij afwezigheid van strooistraling bestaat tevens een lineaire relatie tussen een logaritme van de intensiteit en afstand in een richting van doorstraling. Door correctie voor strooistraling neemt de kwantitatieve nauwkeurigheid bij densitometrie, waarbij relatieve dikteverschillen uit een beeld worden berekend, toe. In een ruimtelijke intensiteitsverdeling van een door een object verzwakte röntgenbundel is een component aanwezig die niet aan de beeldvorming bijdraagt, onder andere doordat naast verzwakking van de röntgenbundel in de voortplantingsrichting, ook verstrooiing aan elektronen van het verzwakkend object plaats vindt. De intensiteitsverdeling van de verstrooide röntgenstraling kan worden beschreven als een convolutie van een primaire invallende bundel net een zogenaamde puntspreidingsfunctie. Als schatter voor de primaire intensiteit wordt de gedetecteerde intensiteit genomen. Iedere praktische afbeelding van een object is door een puntspreidingsfunctie ruimtelijk uitgesmeerd.This publication describes a method of image processing an X-ray image by estimating a stray radiation field from a spatial intensity distribution of an attenuated X-ray beam. The aim of this method is to subtract a scattered radiation image from the measured intensity distribution, from an original image that is 'contaminated' by a non-image-forming component, which is expressed as a haze over the image, a corrected image with an increased contrast. reconstruct. In the absence of stray radiation, there is also a linear relationship between a log of the intensity and distance in a direction of irradiation. Correction for stray radiation increases quantitative accuracy in densitometry, where relative thickness differences are calculated from an image. In a spatial intensity distribution of an X-ray beam attenuated by an object, a component is present which does not contribute to the imaging, inter alia because, in addition to attenuation of the X-ray beam in the propagation direction, electrons of the attenuating object also take place. The intensity distribution of the scattered X-rays can be described as a convolution of a primary incident beam with a so-called point spread function. The detected intensity is taken as an estimate for the primary intensity. Every practical image of an object is spatially spread by a point spread function.

Daar bij doorstraling met een röntgenbundel achter een dik object een verhouding van strooistraling tot primaire straling hoger is dan achter een dun object, dient bij schatting van de strooistraling uit de primaire bundel de geconvolueerde primaire bundel nog te worden gewogen met een, van locale transmissie afhankelijke, weegfactor. De nauwkeurigheid van een schatter van het strooistralingsveld is onder meer afhankelijk van de nauwkeurigheid waarmee de locale weegfactor kan worden bepaald. De locale weegfactor wordt in bovenstaande publicatie gemeten bij een vaste instelling van een buisspanning van een röntgenbuis en een vaste focus tot detector afstand. In een correctie schakeling worden de locale weegfactoren in een tabel gezet. Afhankelijk van een intensiteitswaarde van een element in de beeldmatrix van het gedetecteerde röntgenbeeld wordt een locale weegfactor geselecteerd, waarmee een overeenkomstig matrixelement van de geconvolueerde beeldmatrix wordt vermenigvuldigd.Since, when radiating with an X-ray beam behind a thick object, a ratio of scattering radiation to primary radiation is higher than behind a thin object, the convolved primary beam still has to be weighed with a local transmission-dependent transmission, when estimating the scattering radiation from the primary beam. , weighting factor. The accuracy of an estimate of the stray radiation field depends, among other things, on the accuracy with which the local weighting factor can be determined. The local weighting factor is measured in the above publication at a fixed setting of a tube voltage of an X-ray tube and a fixed focus to detector distance. In a correction circuit, the local weighting factors are put in a table. Depending on an intensity value of an element in the image matrix of the detected X-ray image, a local weighting factor is selected, with which a corresponding matrix element of the convolved image matrix is multiplied.

Een werkwijze als deze heeft als nadeel dat de locale weegfactor alleen van toepassing is voor één vaste instellingswaarde van de afbeeldingsparameters. Bij verandering van een buisspanning, een buisstroom, een positie van röntgenfocus, patienttafel, een afstand patient-beelversterker, een actieve doorsnede van een ingangsscherm van een beeldversterker, etc., dient een nieuw verloop van de locale weegfactor te worden gemeten. Voorts kan bij bepaling van de locale weegfactor uit het gedetecteerde beeld, waarin scherpe overgangen in helderheid kunnen voorkomen, de weegfactoren over korte afstand in het beeld relatief sterk veranderen. Dit veroorzaakt sprongen in het geschatte strooistralingsbeeld, hetgeen een slechte benadering is van een werkelijk strooistalingsbeeld, dat slechts langsaam varieert in plaats.A disadvantage of a method like this is that the local weighting factor only applies to one fixed setting value of the image parameters. When changing a tube voltage, a tube current, an X-ray focus position, a patient table, a distance patient image amplifier, an active cross section of an input screen of an image amplifier, etc., a new variation of the local weighting factor must be measured. Furthermore, when determining the local weighting factor from the detected image, in which sharp transitions in brightness can occur, the weighting factors over a short distance in the image can change relatively strongly. This causes jumps in the estimated stray radiation image, which is a poor approximation of an actual stray radiation image, which varies only longitudinally in place.

Het is een doel van de uitvinding te voorzien in een werkwijze voor het corrigeren van strooistralingseffecten in een röntgenbeeld, waarbij bovengenoemde bewaren zijn vermeden.It is an object of the invention to provide a method for correcting stray radiation effects in an X-ray image, wherein the above-mentioned preservation is avoided.

Een werkwijze van de in de aanhef genoemde soort heeft daartoe volgens de uitvinding tot kenmerk, dat selectie van de weegfactor voor een beeldelement van de getransformeerde beeldmatrix wordt bepaald door een intensiteitswaarde van het matrix element van de getransformeerde beeldmatrix.According to the invention, a method of the type mentioned in the opening paragraph is characterized in that the selection of the weighting factor for a picture element of the transformed image matrix is determined by an intensity value of the matrix element of the transformed image matrix.

De getransformeerde beeldmatrix is een uitgesmeerde versie van de beeldmatrix, waaruit relatief hoge frekwenties zijn weggemiddeld. Door selectie van een, bij een beeldelement van de getransformeerde beeldmatrix behorende, weegfactor uit een tabel met getallenparen gevormd door intensiteitswaarden met bijbehorende weegfactoren, is de ruimtelijke variatie van de weegfactor relatief gering.The transformed image matrix is a smeared version of the image matrix, from which relatively high frequencies are averaged away. By selecting a weighting factor associated with a picture element of the transformed image matrix from a table with number pairs formed by intensity values with associated weighting factors, the spatial variation of the weighting factor is relatively small.

Een voorkeursuitvoering van een werkwijze heeft volgens de uitvinding tot kenmerk dat een verloop van de weegfactor als functie van de intensiteit mede wordt bepaald door instellingswaarden van afbeeldingsparameters van het röntgensysteem. Automatische aanpassing van het intensiteitsverloop van de weegfactor aan de intstellingswaarden van de afbeeldingsparameters, ondervangt de noodzaak de weegfactor steeds opnieuw te moeten bepalen.A preferred embodiment of a method according to the invention is characterized in that a variation of the weighting factor as a function of the intensity is partly determined by adjustment values of imaging parameters of the X-ray system. Automatic adjustment of the weighting intensity trend to the setting values of the imaging parameters obviates the need to constantly determine the weighting factor.

Een verdere voorkeursuitvoering heeft volgens de uitvinding tot kenmerk dat een verticale offset van de weegfactor als functie van de intensiteit lineair verloopt met een gemiddelde beeldintensteit.According to the invention, a further preferred embodiment is characterized in that a vertical offset of the weighting factor as a function of the intensity proceeds linearly with an average image intensity.

Het is bekend dat voor een afnemende dikte van een doorstraald object de weegfactor, die de locale verhouding tussen de intensiteit van de strooistralingscomponent en de geconvolueerde primaire intensiteit geeft, afneemt. Een verticale offset van het verloop van de weegfactor met de intensiteit wordt in belangrijke mate bepaald door een 'gezamelijke' instelling, en bij gepulst bedrijf, de pulsduur, van buisspanning en -stroo· van een röntgenbuis, een afstand tussen een te doorstralen object en een ingangsscherm van een röntgendetector, bijvoorbeeld een röntgenbeeldversterker, de aanwezigheid van een strooistralenrooster en een grootte van een detecterend oppervlak. De instelling of pulsduur van spanning en stroom van de röntgenbuis is afhankelijk van de dikte van een patiënt, waarvan de strooistralingscomponent afhankelijk is. Voor buisspanningen tussen de 50 en de 70 kV en een afstand tussen het te doorstralen object en een ingangsscher· van een röntgendetector, tussen 5 en 20 cm, kan de vertikale offset als een nagenoeg lineaire functie van de gemiddelde beeldintensiteit worden beschreven. De invloed op de vertikale offset van variaties van de beeldintensiteit om de gemiddelde beeldintensiteit, kan als hogere orde effect eventueel worden doorberekend. De aanwezigheid van een strooistralingsrooster is van invloed op de vertikale offset, die hoger is zonder een strooistralingsrooster dan met een strooistralingsrooster. Voor een ingangsscherm van een röntgendetector met een relatief kleine diameter en de daarbij behorende tot een smalle bundel gecollimeerde röntgenbundel, is de vertikale offset lager dan voor een ingangsscherm met een relatief grote diameter en de daarbij behorende bredere röntgenbundel, doordat een smalle röntgenbundel minder strooistraling genereert.It is known that for a decreasing thickness of a irradiated object, the weighting factor, which gives the local ratio between the intensity of the stray radiation component and the convolved primary intensity, decreases. A vertical offset of the course of the weighting factor with the intensity is largely determined by a 'joint' setting, and in pulsed operation, the pulse duration, of the tube voltage and spread of an X-ray tube, a distance between an object to be irradiated and an input screen of an X-ray detector, for example an X-ray image intensifier, the presence of a stray grating and a size of a detecting surface. The setting or pulse duration of voltage and current of the X-ray tube depends on the thickness of a patient on which the scattered radiation component depends. For tube voltages between 50 and 70 kV and a distance between the object to be beamed and an input of an X-ray detector, between 5 and 20 cm, the vertical offset can be described as a nearly linear function of the average image intensity. The influence on the vertical offset of variations of the image intensity around the average image intensity can possibly be passed on as a higher order effect. The presence of a stray radiation grille affects the vertical offset, which is higher without a stray radiation grille than with a stray radiation grille. For an input screen of a relatively small diameter X-ray detector and the associated narrow beam collimated X-ray beam, the vertical offset is lower than for an input screen of a relatively large diameter and the associated wider X-ray beam, because a narrow X-ray beam generates less stray radiation. .

De weegfactor is bij doorstraling van een homogeen object van relatief grote dwarsafmetingen niet constant, maar varieert over een beeldvlak. Dit wordt veroorzaakt door een aantal effecten. Een strooistralingsrooster is veelal effectiever aan de randen dan in het midden. Daarentegen wordt een belangrijke bijdrage aan de variatie in beeldhelderheid geleverd door het feit dat een punt op een rand van een beeldvlak minder strooistraling dan een meer centraal in het beeldvlak gelegen punt ontvangt. De door de röntgenstraling afgelegde weg tussen een te onderzoeken object en de röntgendetector is door de bundelgeometrie en de kromming van het ingangsscherm van de detector aan de beeldranden groter dan in het beeldmidden, waardoor de relatieve bijdrage van de strooistraling aan de randen kleiner is dan in het midden. Door de vorm van een anode van een röntgenbuis verloopt de intensiteit en de hardheid van de straling van één beeldzijde naar een andere beeldzijde (het zogenaamde 'heel effect'). Hierdoor verandert de relatieve bijdrage van de strooistraling. Door vermenigvuldiging van de elementen van de strooibeeldmatrix met overeenkomstige elementen van de spatiêle correctiematrix kan een beeldcorrectie plaatsvinden die de door voornoemde oorzaken ontstane beeldinhomogeniteiten reduceert.When irradiating a homogeneous object of relatively large transverse dimensions, the weighting factor is not constant, but varies over an image plane. This is caused by a number of effects. A scattered radiation grille is often more effective at the edges than in the center. On the other hand, an important contribution to the variation in image brightness is made by the fact that a point on an edge of an image plane receives less scattering radiation than a point more centrally located in the image plane. The path traveled by an X-ray beam between an object to be examined and the X-ray detector is greater due to the beam geometry and the curvature of the entrance screen of the detector at the image edges than in the image center, so that the relative contribution of the stray radiation at the edges is smaller than in the middle. Due to the shape of an anode of an X-ray tube, the intensity and hardness of the radiation goes from one image side to another image side (the so-called 'whole effect'). This changes the relative contribution of the stray radiation. By multiplying the elements of the stray image matrix with corresponding elements of the spatial correction matrix, an image correction can take place which reduces the image inhomogeneities caused by the aforementioned causes.

Een verdere voorkeursuitvoering van een werkwijze heeft volgens de uitvinding tot kenmerk dat, bij convolutie met de puntspreidingsfunctie van een beelddeel dat binnen een afstand, gelijk aan een halve breedte van de puntspreidingsfunctie, van een beeldrand van een informatiedragend beeld ligt, een onjuiste middeling van dat beelddeel nagenoeg wordt gecompenseerd door vermenigvuldiging van elementen van de strooibeeldmatrix met overeenkomstige elementen van een spatiêle correctie matrix.A further preferred embodiment of a method according to the invention has the feature that, in convolution with the point spreading function of an image part which lies within a distance, equal to half a width of the point spreading function, from an image edge of an information-bearing image, an incorrect averaging of that image portion is substantially compensated for by multiplying elements of the stray image matrix with corresponding elements of a spatial correction matrix.

Door convolutie van het beeldsignaal met de puntspreidingsfunctie, waardoor de intensiteitswaarde in ieder beeldpunt wordt verkregen door een gewogen gemiddelde met intensiteitswaarden van naburige beeldpunten, krijgen de beeldpunten die binnen een halve breedte van de puntspreidingsfunctie van de beeldrand liggen, een onjuiste waarde. Dit komt doordat gemiddeld wordt met beeldpunten die buiten de beeldrand liggen, en waarvan een intensiteitswaarde op een willekeurige waarde kan worden vastgesteld. Met behulp van een spatiêle correctie kunnen deze beeldpunten naar een juiste gemiddelde waarde worden geschaald. Dit kan bijvoorbeeld door een geheel wit beeld met de puntspreidingsfunctie te convolueren, en de gevonden intensiteitswaarden die niet gelijk zijn aan nul als schaalwaarde te nemen. Door vermenigvuldiging van de strooibeeldmatrix met een correctie matrix gevormd door de inverse schaalwaarden, worden de randpunten weer tot hun oorspronkelijke gemiddelde terug geschaald. De correctie matrix kan worden opgenomen in de spatiêlecorrectie matrix.By convolution of the image signal with the dot spread function, whereby the intensity value in each pixel is obtained by a weighted average with intensity values of neighboring pixels, the pixels that lie within half a width of the dot spread function of the image edge are given an incorrect value. This is because it is averaged with pixels that lie outside the image edge, and of which an intensity value can be determined at any value. These pixels can be scaled to a correct average value by means of a spatial correction. This can be done, for example, by convolving an all-white image with the point spread function, and using the found intensity values that are not equal to zero as the scale value. By multiplying the stray image matrix with a correction matrix formed by the inverse scale values, the edge points are scaled back to their original mean. The correction matrix can be included in the space correction matrix.

Enkele uitvoeringsvoorbeelden van een werkwijze volgens de uitvinding zullen nader worden toegelicht aan de hand van bijgevoegde tekening, waarinSome exemplary embodiments of a method according to the invention will be further elucidated with reference to the annexed drawing, in which

Figuur 1 een röntgenonderzoekapparaat voor het uitvoeren van de werkwijze toont,Figure 1 shows an X-ray examination apparatus for performing the method,

Figuur 2 de weegfactor als functie van de beeldintensiteit toont,Figure 2 shows the weighting factor as a function of image intensity,

Figuur 3 een spatiéle correctie langs twee onderling loodrechte beeldlijnen toont, enFigure 3 shows a spatial correction along two mutually perpendicular image lines, and

Figuur 4 een schematische weergave van een correctie circuit geeft.Figure 4 gives a schematic representation of a correction circuit.

Figuur 1 toont een röntgenbuis 1 met een roteerbare anode 3. De anode 3 zendt een röntgenbundel 5 uit, die door een collimator 7 wordt gecollideerd, en die na een object 8 te hebben doorstraald door een röntgenbeeldversterkerbuis 9 wordt gedetecteerd. Een ingangsschern 11 van de röntgenbeeldversterkerbuis 9 is voorzien van een strooistralen rooster 10, dat een gedeelte van de röntgenstraling met een voortplantingsrichting die afwijkt van de richting van doorstraling, invangt. In de röntgenbeeldversterkerbuis wordt een beelddragende röntgenbundel 5 omgezet in een beelddragende lichtbundel 13. De lichtbundel 13 wordt door een semi-transparante spiegel 15 gesplitst in een deel dat met een fotokamera 17 wordt afgebeeld op een fotografische film, en een deel dat door een telvisie opneeminrichting 19 wordt omgezet in een videosignaal. Het videosignaal wordt gedigitaliseerd door een ADC 21 en in een correctiecircuit 22 wordt op het videosignaal een correctie toegepast om de strooistralingseffecten uit het röntgenbeeld te elimineren. Het correctie circuit 22 krijgt uit een uitleeseenheid 23 instellingswaarden van beeldparameters aangeboden, zoals bijvoorbeeld spanning en stroom van de röntgenbuis 1 en de afstand tussen het object 8 en het ingangsscherm 11, etc. Het gecorrigeerde beeldsignaal kan op en televisie monitor 25 worden getoond.Figure 1 shows an X-ray tube 1 with a rotatable anode 3. The anode 3 emits an X-ray beam 5, which is collimated by a collimator 7, and which is detected by an X-ray image intensifier tube 9 after having irradiated an object 8. An input core 11 of the X-ray image intensifier tube 9 is provided with a stray grating 10 which captures a portion of the X-rays with a propagation direction which deviates from the direction of irradiation. In the X-ray image intensifier tube, an image-carrying X-ray beam 5 is converted into an image-carrying light beam 13. The light beam 13 is split by a semi-transparent mirror 15 into a part which is imaged with a photo camera 17 on a photographic film, and a part which is viewed by a counting vision pick-up device. 19 is converted into a video signal. The video signal is digitized by an ADC 21, and in a correction circuit 22, a correction is applied to the video signal to eliminate the scattering effects from the X-ray image. The correction circuit 22 is provided with adjustment values of image parameters from a reading unit 23, such as, for example, voltage and current of the X-ray tube 1 and the distance between the object 8 and the input screen 11, etc. The corrected image signal can be displayed on a television monitor 25.

Figuur 2 toont het verloop van de weegfactor als functie van de beeldintensiteit. De vertikale offset van de curve wordt mede bepaald door de dikte van het object 8 waarvoor de instellingswaarden van de spanning en stroom van de röntgenbuis 1 een maat zijn.Figure 2 shows the variation of the weighting factor as a function of the image intensity. The vertical offset of the curve is partly determined by the thickness of the object 8 for which the setting values of the voltage and current of the X-ray tube 1 are a measure.

In figuur 3a toont curve a het verloop van de correctiewaarden van een rij van matrixelementen van de spatiële correctie matrix. De strooistraling heeft een grootste bijdrage nabij het midden van deze rij, en neemt naar de randen in invloed af volgens curve b. Door het heel-effect zijn de correctiewaarden de superpositie van een curve b en een curve c, net een van een beeldrand naar een overliggende beeldrand dalend verloop.In figure 3a curve a shows the course of the correction values of a row of matrix elements of the spatial correction matrix. The stray radiation makes the greatest contribution near the center of this row, and decreases in influence towards the edges according to curve b. Due to the whole effect, the correction values are the superposition of a curve b and a curve c, just one gradient from an image edge to an opposite image edge.

Figuur 3b toont het verloop van de correctiewaarden van een kolom van matrix elementen van de spatiêle correctie matrix. Het heel effect varieert slechts in één richting, en is voor kolommen van de correctiematrix constant (curve c).Figure 3b shows the course of the correction values of a column of matrix elements of the spatial correction matrix. The whole effect varies in one direction only, and is constant for columns of the correction matrix (curve c).

Figuur 4 toont de ADC 21 waarin een videosignaal wordt gedigitaliseerd. In een middelingsinrichting 30 wordt een gemiddelde beeldintensiteit bepaald, waaruit samen met instellingswaarden van de afbeeldingsparameters en de systeemvariabelen, die afkomstig zijn van een uitleeseenheid 23, een weegfactor functie wordt gegenereerd in een reken- en geheugen eenheid 34. In een geheugeneenheid 36 worden getallen paren, gevormd door totale intensiteitswaarden met de bijbehorende intensiteitswaarde van de strooistraling, getabelleerd. Bij ieder element van de in transformatie eenheid 32 bepaalde getransformeerde beeldmatrix wordt een strooistalings intensiteit bepaald. Na vermenigvuldiging van de elementen van de strooibeeldmatrix met overeenkomstige elementen van een spatiêle correctie matrix in een spatiêle correctie eenheid 38, wordt de gecorrigeerde beeldmatrix afgetrokken van de oorspronkelijke beeldmatrix. Het gecorrigeerde beeldsignaal kan door een DAC 40 worden omgezet in een analoog signaal dat op een televisie monitor kan worden weergegeven.Figure 4 shows the ADC 21 in which a video signal is digitized. In an averaging device 30, an average image intensity is determined, from which, together with adjustment values of the imaging parameters and the system variables, which come from a reading unit 23, a weighting factor function is generated in a calculation and memory unit 34. In a memory unit 36, numbers pairs , formed by total intensity values with the corresponding intensity value of the scattered radiation, tabulated. A scattered beam intensity is determined for each element of the transformed image matrix determined in transformation unit 32. After multiplying the elements of the stray image matrix with corresponding elements of a spatial correction matrix in a spatial correction unit 38, the corrected image matrix is subtracted from the original image matrix. The corrected image signal can be converted by a DAC 40 into an analog signal that can be displayed on a television monitor.

Claims

A method for correction of scattering effects in an X-ray image, wherein a digital image signal from an X-ray system * is converted * into an image array of intensity values, which is transformed by convolution of the image signal with a point spreading function into a transformed image array using a scattering image matrix multiplication of each matrix element of the transformed image matrix by a weighting factor and in which a corrected image matrix is formed by subtracting matrix elements from the scattered image matrix from corresponding matrix elements of the image matrix, characterized in that selection of the weighting factor for a picture element of the transformed image matrix becomes determined by an intensity value of the matrix element of the transformed image matrix.

2. Method as claimed in claim 1, characterized in that a variation of the weighting factor as a reduction of the intensity is partly determined by adjustment values of imaging parameters of the X-ray system.

A method according to claim 1 or 2, wherein the weighting factor as a function of the intensity for intensities greater than an intensity I0 is given by a monotone descending function, characterized in that a vertical offset of the function proceeds linearly with an average image intensity.

Method according to claim 1,2 or 3, characterized in that the elements of the scattered image matrix are multiplied by corresponding elements of a spatial correction matrix.

Method according to claim 4, characterized in that matrix elements in a row of the spatial correction matrix have an intensity value gradient formed by a function monotonically decreasing over an image width, superimposed on an intensity value gradient that is lower at the image edges than in the image center, and that matrix elements in a column of the spatial correction matrix have an intensity value gradient that is lower at the image edges than in the image center.

Method according to claim 4 or 5, characterized in that, in convolution with the point spreading function of an image part, that within a distance, equal to half a width of the point spreading function. of an image edge of an information-carrying image, an incorrect averaging of that image portion is substantially compensated for by multiplying elements of the stray image matrix by corresponding elements of a spatial correction matrix.

An apparatus for correction of stray radiation effects in an X-ray image comprising an X-ray source, an X-ray detector for converting an image-carrying X-ray beam into a video signal, an analog-to-digital converter with the video signal as the input signal and a digital image signal as the output signal, a transforming device for the formation of an image matrix of intensity values from the digital image signal and for transforming the image matrix into a transformed image matrix by convolution with a point spread function, a memory device for determining a weighting factor dependent on a local intensity value and a device for subtracting the weighted transformed weighted transformers image matrix of the image matrix, characterized in that the device comprises an averaging device for determining an average image intensity from the digital image signal, and comprises a calculating device, the input signal being the average b cell intensity, to form a table of number pairs of intensity and associated weighting factor in the memory device, for selecting the weighting factor at an element of the transformed image matrix controlled by an intensity value of the element of the transformed image matrix.

X-ray image correction device for correction of stray radiation effects according to claim 7, characterized in that an input signal from the computing and memory device comprises setting values of the image parameters for calculating the weighting factors.

An X-ray image scattering correction device according to claim 7 or 8, characterized in that the device comprises a device for multiplying the elements of the transformed image matrix by corresponding matrix elements of a spatial correction matrix.